JP2023500960A - 共振回路ベースの血管モニター、関連するシステム、および方法 - Google Patents

Abstract

可変インダクタンス、共振回路監視デバイスにおける制御および信号処理のためのシステムおよび方法が開示される。励起信号周波数掃引を使用してセンサー共振回路にエネルギーを与えるために改善された技術や、センサー読み取り値を検証したり、測定された物理的パラメーターに対するセンサー周波数出力を特徴付けるための技術や、バックグラウンドの電磁ノイズを分離したり、センサーの測定信号から既知のものを区別したりするための改善された技術が開示される。【選択図】図２

Description

本出願は、参照により本明細書に組み込まれる、「共振回路ベースのモニター、関連するシステム、および方法」と題された、２０１９年１１月１２日に出願された米国仮特許出願第６２／９３４，３９９号の優先権を主張する。

本開示は、無線血管モニター、特に、共振回路ベースのモニター、関連するシステム、および方法の改善に関する。

共振回路（ＲＣ）ベースのセンサーは、周囲の環境の物理的パラメータの変化の結果として共振周波数の変化をもたらすセンサーであり、その変化により、デバイス内の回路によって生成される共振周波数が変化する。回路に通電されたときに「リングバック」信号として検出される可能性のある共振周波数の変化は、検出されたパラメータまたはその変化を示している。よく知られているように、基本的な共振回路にはインダクタンスと静電容量とが含まれる。ほとんどの利用可能なＲＣセンシングデバイスでは、共振周波数の変化は回路の静電容量の変化に起因する。このような装置としては、圧力の変化に応じて一緒にまたは離れて変動し、つまり圧力センサーを提供するキャパシタのプレートがよく知られている。あまり一般的ではありませんが、共振周波数の変化は回路のインダクタンスの変化に基づくものである。

本出願人は、血管内寸法を監視し、それに基づいて患者の体液状態などの生理学的パラメータを決定するための可変インダクタンスを利用する新しいＲＣ監視装置を開示する多数の特許出願を提出している。たとえば、ＰＣＴ／ＵＳ１７／６３７４９、「患者の血管と体液の状態を監視するためのワイヤレス共振回路と可変インダクタンス血管インプラント、およびそれを使用するシステムと方法」、出願日２０１７年１１月２９日（公開Ｎｏ．ＷＯ２０１８／１０２４３５）、およびＰＣＴ／ＵＳ１９／３４６５７、「ワイヤレス共振回路および可変インダクタンス血管モニタリングインプラントおよびそれらのアンカー構造」、出願日２０１９年５月３０日出願（公開Ｎｏ．ＷＯ２０１９／２３２２１３）、を参照できる。これらのそれぞれは、参照により、本明細書に組み込まれるものであって、そのようなデバイスに関連する多数の異なる実施形態および技術を開示している。

ＷＯ２０１８／１０２４３５ ＷＯ２０１９／２３２２１３

これらの先行技術によって表される技術の進歩にもかかわらず、依然として、そのようなデバイスの制御および信号処理を改善することが可能である。したがって、本開示は、前述の新しいＲＣモニタリングデバイスの導入および試験の後にのみ明らかになった、本明細書に記載のいくつかの固有の問題に対する解決策を提供する。

１つの実施の形態では、本開示は、無線の共振回路センサを制御するための方法に関するものである。当該センサは、監視される物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させ、エネルギーを与えられた時の物理パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成する可変インダクタンスコイルを含む。この方法は、予想されるインプラント共振周波数の範囲にわたって、予め定義された周波数で予めに確立された数の送信パルスを含む少なくとも１つの励起周波数掃引を出力することと、順次出力される送信パルスのそれぞれについてリングバック信号を受信することと、所定の初期期間にわたって少なくとも１つの初期送信パルスを送信すること、を含む。ここで、少なくとも１つの初期送信パルスは、少なくとも１つの周波数掃引または複数の励起周波数掃引から受信された最大振幅リングバック信号に対応するパルス周波数のうちの１つを含む。この方法は、初期期間にわたって送信された少なくとも１つの初期送信パルスに応答して複数の試験リングバック信号を受信することと、好ましい励起パルス周波数に対応する初期リングバック信号を識別することと、測定送信パルス周波数として好ましい励起パルス周波数を選択することと、次の測定期間の測定送信パルス周波数で測定送信パルスを出力することとを含む。

別の実施の形態においては、本開示は、無線の共振回路センサの制御システムに関するものである。当該センサーは、監視される物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させ、エネルギーを与えられた時の物理パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成する可変インダクタンスコイルを含むものである。当該制御システムは、アンテナへの信号送信およびアンテナからの信号受信を制御するように構成された送信／受信スイッチと、励起信号を生成するように構成された信号生成モジュールとを含む。当該送信受信スイッチは、生成された信号のアンテナへの送信を制御する。当該制御システムは、アンテナによって受信されたリングバック信号を受信および処理するように構成された受信機増幅器モジュールを含む。受信機増幅器モジュールは、プログラム指令を実行するように構成されたプロセッサと通信する送信／受信スイッチによって通信される。本システムは以下のように構成されることを特徴とする。本システムは、予想されるインプラント共振周波数の範囲にわたって、予め定義された周波数で予めに確立された数の送信パルスを含む少なくとも１つの励起周波数掃引を出力する。本システムは、順次出力される送信パルスのそれぞれについて、リングバック信号を受信して、所定の初期期間にわたって少なくとも１つの初期送信パルスを送信する。ここで、少なくとも１つの初期送信パルスは、少なくとも１つの周波数掃引、または複数の励起周波数掃引から受信された最大振幅のリングバック信号に対応するパルス周波数のうちの１つを含む。本システムは、初期期間にわたって送信された少なくとも１つの初期送信パルスに応答して、複数の試験リングバック信号を受信し、優先励起パルス周波数に対応する初期リングバック信号を特定し、測定送信パルス周波数として優先励起パルス周波数を選択し、後続の測定期間の測定送信パルス周波数で測定送信パルスを出力するものである。

さらに別の実施の形態においては、本開示は、センサー出力を、測定された物理的パラメータに相関させるための共振回路センサーを特徴づけるための方法に関する。ここで、当該センサーは、エネルギーを与えられた際に物理的パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成することによって、物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含む。この方法は、患者に配置する前に、少なくとも１つのセンサーのパラメータ値および周波数の範囲にわたる物理的パラメータ値対周波数データの対応関係を決定することと、カーブフィッティングまたは補間技術を使用してデータのカーブをプロットすることによって少なくとも１つのセンサーの特性曲線を作成することを含む。

さらに別の実施形態では、本開示は、共振回路センサを用いて測定を行うための、励起信号を出力する前に電磁バックグラウンドノイズを評価する方法を対象とする。ここで、当該センサは、エネルギーを与えられた際に物理的パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成することによって、物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含む。この方法は、所定の試験パルスを試験周波数で送信することを含む。なおここで、試験周波数は、センサーにエネルギーを与えないように、予想されるセンサー励起周波数から十分に離れるように選択されるものである。当該方法は、センサーリングバック信号受信機で試験信号を受信することを含む。なおここで、受信された試験信号は、試験パルスとバックグラウンド電磁ノイズで構成される。当該方法は、受信した試験信号に基づいて、既知の試験パルスとは異なる信号成分として前記バックグラウンド電磁ノイズを定義することと、受信した測定リングバック信号の信号処理を変調して、定義されたバックグラウンド電磁ノイズの影響を排除または低減することを含む。

さらなる実施の形態において、本開示は、共振回路センサーにおけるセンサー信号を検証するための方法に関する。ここで、当該センサは、エネルギーを与えられると、物理的パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成することによって、物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含む。この方法は、既知の固定周波数および固定振幅信号を送信することと、センサーによって生成されたリングバック信号を含む捕捉された信号の一部として既知の信号を捕捉することと、捕捉された既知の信号部分を送信された既知の信号と比較することと、前記捕捉された既知の信号部分が、所定の制限内で、前記送信された既知の信号と一致するときに、センサのリングバック信号を検証することと、を含む。
本発明を説明する目的で、図面は、本発明の１つまたは複数の実施形態の態様を示している。しかしながら、本発明は、図面に示される正確な配置および手段に限定されないことを理解されたい。

共振回路ベースのセンサーインプラントを使用する無線血管モニタリングシステムの１つの実施の形態の図示的システム概略図である。 本明細書に開示される無線血管モニタリングシステムのための制御システムの実施の形態のブロック図である。 本明細書に開示されるようなプロトタイプＲＣ－ＷＶＭシステムを使用するインビボ前臨床実験で得られた信号を示す。 本明細書に開示されるようなプロトタイプＲＣ－ＷＶＭシステムを使用するインビボ前臨床実験で得られた信号を示す。 本明細書に開示されるようなプロトタイプＲＣ－ＷＶＭシステムを使用するインビボ前臨床実験で得られた信号を示す。 本明細書に開示される実施形態による、励起信号漏れを受信するために、送信の有無にかかわらず、制御システム受信機－増幅器モジュールを介した、ベンチトップ試験で受信される例示的なリングバック信号を示す。 本明細書に開示される実施形態による、励起信号漏れを受信するために、送信の有無にかかわらず、制御システム受信機－増幅器モジュールを介した、ベンチトップ試験で受信される例示的なリングバック信号を示す。 センサ特性曲線の例である。

下大静脈（ＩＶＣ）に独特の生理学は、患者の体液状態の変化から生じるその寸法の変化を検出および解釈しようとする場合に、いくつかの特有の課題を提示する。たとえば、一般的なモニタリング領域（つまり、肝静脈と腎静脈の間）のＩＶＣ壁は、他の血管と比較して比較的順応性がある。つまり、血管容積の変化は、外側内壁と比較して、前後壁間の異なる相対距離変化をもたらす可能性がある。したがって、流体量の変化が血管の形状と動きの逆説的な変化につながることは非常に典型的である。つまり、血液量が減少すると、ＩＶＣは小さくなり、呼吸による崩壊の傾向があり、血液量が増加すると、ＩＶＣは大きくなり、呼吸により崩壊する傾向が減少する。本出願人は、これらの課題に対処し、臨床的に有効な無線血管モニター（「ＷＶＭ」）を提供するために、新しい無線センサーインプラントおよび関連するシステムおよび方法を開発した。そのような一実施形態では、ＷＶＭは、患者の血管系に移植可能なコイルとして構成された共振回路（「ＲＣ－ＷＶＭ」）を備える。ＲＣ－ＷＶＭ、システムおよび方法の実施形態の詳細な例は、とりわけ、出願人の同時係属中の米国特許出願第１７／０１８，１９４号に開示されている。これは、２０２０年９月１１日に出願され、「無線共振回路および可変インダクタンス血管モニタリングインプラントおよびそのためのアンカー構造」と題される。これは、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

上記の出願に記載されているようなＲＣ－ＷＶＭの実施形態を扱う過程で、出願人は、前述のようなＲＣ－ＷＶＭインプラント、システム、および方法の精度および使用可能性をさらに改善することができる、本明細書に開示されるいくつかの新しい実施形態を開発した。これらの新しい実施形態は、ＲＣ－ＷＶＭシステムおよびその動作の一例の基本的な概要の議論の後に以下に説明される。

図１は、本明細書に開示される実施形態が適用可能であるＲＣ－ＷＶＭシステム１０の概要を示すものである。そこに示されるように、そのようなシステムは、一般的に、患者の下大静脈（ＩＶＣ）に配置するように構成されたＲＣ－ＷＶＭインプラント１２、制御システム１４、アンテナモジュール１６、および処理システム、ユーザインターフェース／ディスプレイ、データストレージなど、１つまたは複数のデータリンク２６を介して制御および通信モジュールと通信する、１つまたは複数の遠隔システム１８を備える。データリンク２６は、有線またはリモート／無線のデータリンクであり得る。多くの実施の形態では、リモートシステム１８は、外部インターフェースデバイスとして機能するラップトップ、タブレット、またはスマートフォンなどの、コンピューティングデバイスやユーザインターフェースを備えることができる。

ＲＣ－ＷＶＭインプラント１２は、一般に、折りたたみ可能で拡張可能なコイル構造として形成された可変インダクタンス、一定静電容量、共振Ｌ－Ｃ回路を含む。これは、患者のＩＶＣ内の監視位置に配置されると、流体量の変化に基づいて膨張および収縮しながらＩＶＣ壁と共に移動する。可変インダクタンスは、コイルの寸法（例えば、コイルによって囲まれる領域または「センサー領域」）がＩＶＣ壁の動きに伴って変化するときにインダクタンスが変化するように、インプラントのコイル構造によって提供される。回路の静電容量の要素は、インプラント構造自体の、個別のコンデンサまたは特別に設計された固有の静電容量によって決定され得る。励起信号がＲＣ－ＷＶＭインプラントに向けられると、共振回路は回路の特性である周波数で「リングバック」信号を生成する。特性周波数は、インダクタ、たとえば血管の壁によって変化するコイル、のサイズの変化に基づいて変化する。インダクタンス値は、流体状態、心拍数などに応じたＩＶＣの寸法変化に基づいて前述のように変化するインプラントの形状に依存するため、リングバック信号は、制御システム１４によって解釈されることによって、ＩＶＣの形状に関する情報、そして体液の状態、および呼吸数や心拍数などの他の生理学的情報を提供することができる。

制御システム１４は、例えば、信号生成、信号処理および電力供給のための機能モジュール（一般的に励起およびフィードバック監視（「ＥＦＭ」）回路を含み、図２に示されるように、信号生成モジュール２０ａおよび受信機増幅器モジュール２０ｂを含むモジュール２０として示される）と、データリンク２６および任意選択で他のローカルまたはクラウドベースのネットワーク２８を介した様々な外部またはリモートシステム１８への通信およびデータ転送を容易にする通信およびデータ取得モジュール２２とを含む。ＲＣ－ＷＶＭインプラント１２から受信した信号を分析した後、結果は、手動または自動で、任意の適切な方法で（たとえば、口頭で、レポートを印刷することによって、テキストメッセージまたは電子メールを送信することによって、またはその他の方法で）、外部またはリモートシステム１８を介して、患者、介護者、医療専門家、健康保険会社、および／または他の任意の要求され、許可された関係者に伝達され得る。図２に示されるように、制御システム１４の構成要素は、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ９２、送信機調整整合回路９４、受信機調整整合回路９６、直接デジタル合成器（ＤＤＳ）９８、アンチエイリアシングフィルタ１００、前増幅器１０２、出力増幅器１０４、シングルエンドから差動入力増幅器（ＳＥからＤＩＦＦ）１０６、可変利得増幅器（ＶＧＡ）１０８、フィルター増幅器（例えば、アクティブバンドパスフィルター増幅器）１１０、出力フィルター（例えば、パッシブ、高次ローパスフィルタ）１１２、高速アナログ－デジタル変換器（ＡＤＣ）１１４、マイクロコントローラ１１６、および通信サブモジュール１１８を備え得る。増幅およびフィルタリングに続く信号識別、信号選択、および他の信号処理機能は、本明細書に開示されるステップを実行するために、マイクロコントローラ１１６内に埋め込まれ得るか、または外部コンピューティングシステム実行プログラム命令などの外部インターフェースデバイス１８によって実行され得る。

アンテナモジュール１６は、有線または無線接続であり得る電力および通信リンク２４によって制御システム１４に接続されている。アンテナモジュール１６は、上記のように共振回路を励起するために、制御システム１４の信号生成モジュール２０ａによって提供される信号に基づいて、ＲＣ－ＷＶＭインプラント１２の周りに適切に成形され配向された磁場を生成する。したがって、アンテナモジュール１６は、受信機能／アンテナおよび送信機能／アンテナの両方を提供する。いくつかの実施形態では、送信および受信機能は、送信モードと受信モードとの間で切り替えられる単一のアンテナ、例えば、送信／受信スイッチ９２（単極、双投スイッチであり得る）によって実行される。他の実施形態では、各機能は別個のアンテナによって実現される。

当業者によって理解されるように、Ｌ－Ｃ共振回路の最適な励起は、励起信号が回路の固有周波数で送達されるときに生じる。しかしながら、本明細書に記載のＲＣ－ＷＶＭインプラント１２では、ＲＣ－ＷＶＭセンサーのサイズはその使用目的に応じて変化するため、任意の所与の時点での回路の固有振動数は予めに不明である。一実施形態では、典型的なセンサーは、約１４ｍｍから約２８ｍｍの範囲の患者の名目上のＩＶＣ直径に対して適格である。これは、公称サイズ範囲の上下のＩＶＣ寸法の変化を検出するために、センサー全体の直径範囲が約１４ｍｍよりやや小さい範囲から２８ｍｍよりやや大きい範囲内であることを意味する。センサーの直径がそのサイズ範囲の下限にある場合、たとえば、約１９ｍｍ未満、さらには約１５ｍｍ未満の場合、誘導結合が減少するため、センサーによって生成される可能性のあるリングバック信号の振幅は比較的小さくなり、したがって、検出と正確な信号分析に関して課題が生じる可能性がある。適切な励起信号を決定する際のさらなる課題は、規制要件によって課せられる可能性があり、一般的には、そのような信号には制限された帯域幅と電力が必要となる。これらの課題は、さまざまな方法で解決することができる。

一実施形態では、励起信号は、信号生成モジュール２０ａによって提供され、アンテナモジュール１６によって送達され、ＲＣ－ＷＶＭセンサーにエネルギーを与えるための予め定義された送信パルス（例えば、単一周波数バースト）として構成され得る。この実施形態では、送信パルス周波数は、センサーの直径が小さいほどリングバック信号の振幅が小さくなるため、センサーが小さい直径の範囲にあると仮定して、センサーに最適なエネルギーを与えるように選択される。代替案の１つでは、センサーが最小の直径であり、リングバック信号の振幅が最小であると仮定して、送信パルス周波数が選択され得る。したがって、リングバック信号を確認できる最適な励起を要求するということは、信頼できる測定値を取得するための十分検知できるレベルにあるということである。同じ予め定義された送信パルス周波数が、信号測定の期間中、たとえば６０秒間、センサーに通電するために、使用される。ただし、血管が拡張すると、最適な励起周波数が変化し、リングバック信号の振幅が減少して、読み取りの信頼性が低下する可能性がある。

別の実施形態では、周波数掃引機能を使用して、最適周波数またはそれに近い周波数で励起信号をより確実に送信することができる。一例として、信号生成モジュール２０ａは、予想されるインプラント固有周波数の範囲にわたって予め定義された周波数で予め確立された数の送信パルスを順次出力することによって周波数掃引機能を実行する（一例では、５つの送信パルスが使用される）。周波数掃引機能中に捕捉されたリングバックセンサー信号は、受信機増幅器モジュール２０ｂ、通信およびデータ取得モジュール２２、および任意に選択可能な外部デバイス１８を介して処理される。すべてのリングバック信号（予め確立された数の送信パルスに対応）が受信され、処理される。予め設定された個数の送信済みの送信パルスから検出された共振周波数のうち、振幅が最も大きいものが最適な送信周波数として選択される。次に、最適な励起周波数が励起送信パルスとして使用され、信号測定の期間中、たとえば６０秒間、センサーにエネルギーが供給される。なお、送信パルス掃引時のセンサーのサイズによっては、予めに設定された数の送信パルスからのすべてのリングバック信号が検出され、最適な共振周波数として使用される場合がある。

上記で説明した周波数掃引方法に関しては、システムは周波数掃引機能の実行中に検出された最大振幅の周波数を選択する。説明したように、生成される共振周波数の振幅は、監視位置でのＩＶＣの寸法（たとえば、面積または直径）に依存し、寸法が大きいほど信号の振幅が大きくなります。したがって、この方法を採用すると、システムは、より大きなセンサーサイズに、より最適になる励起周波数を選択する傾向がある。その後、信号の取得中に、血管の寸法が減少すると（たとえば、呼吸の崩壊により）、励起が最適ではなくなり、血管が崩壊したときに信号品質が低下または不十分になる可能性がある。これに対処するために、さらなる代替の励起周波数決定方法を利用することができる。

そのようなさらなる代替の実施形態の１つでは、励起周波数は、２層アプローチを使用して決定される。最初に、例えば、上記の周波数掃引関数を使用して、初期励起周波数が決定される。したがって、信号生成モジュール２０ａは、最初の観察期間中に周波数掃引機能によって決定された周波数で送信するように構成される。当該期間は、少なくとも１つの呼吸サイクルをカバーするのに十分な長さでなければならない。この期間中にセンサーの共振周波数が評価され、その後、検出された最高周波数が残りの信号測定の励起周波数として選択される。このアプローチは、より小さなセンサー領域（信号品質の最悪のケースになり得る）に対応して、より高い周波数を選択しやすい可能性があり、そのため、より信頼性の高い励起を提供する可能性がある。

呼吸によるＩＶＣの重大な崩壊の状況を考慮する場合、前の段落で説明した方法の制限が想定される。この場合、初期周波数掃引はより大きなセンサー/血管の寸法に対応する共振周波数を選択する傾向があるため、ＩＶＣが最大レベルの崩壊に達すると、センサーの共振周波数が励起周波数から大幅に逸脱し、最適ではない励起を生み出す可能性がある。
これは、センサー応答の振幅の減少（センサー領域が小さいため）と相まって、信頼性の低い共振周波数検出（信号品質が低いため）および潜在的に不正確な励起周波数決定をもたらす可能性がある。

この問題を克服するために、システムが、予め定義された長さの期間中に、上記の周波数掃引機能を繰り返し実行する、さらなる改良を採用することができる。当該期間は、少なくとも１つの呼吸サイクルをカバーするのに十分な長さでなければならない。励起周波数が予め定義された周波数（最小のセンサー領域に対応する周波数を含む）間で順次変化するため、大きなＩＶＣ崩壊と小さなセンサーの状況下でより最適な励起が達成される。上記の方法と同様に、システムは、信号測定の残りの部分の励起周波数として、観測された最高の共振周波数を抽出する。

別の実施形態では、励起信号の周波数は、信号取得中に動的に調整される。一実施形態では、ＲＣ－ＷＶＭセンサーからの応答信号の振幅または信号対雑音比（ＳＮＲ）が、連続的に（各サンプルについて）または定期的に監視される。信号振幅が予め定義されたしきい値を下回ることが検出された場合（たとえば、ＩＶＣの崩壊が大きいため）、新しい周波数掃引が実行され（前述の方法のいずれかを使用）、最新のセンサー共振周波数に再調整される。

さらなる実施形態では、信号生成モジュール２０ａの出力周波数は、各測定点の後に連続的に調整される。この場合、センサーの共振周波数は、サンプル取得の間に、取得されたサンプルごとに計算される。したがって、次のサンプルの励起周波数は、最新の測定された共振周波数に調整される。システムのサンプリングレートがＩＶＣ崩壊のダイナミクスよりも速い場合、この方法は一貫して最適な励起を保証します。

上記の実施の形態に関しては、通信およびデータ取得モジュール２２においてリアルタイムで実行することができる周波数検出のための信号処理アルゴリズムを必要とする。上記の目的には、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）が使用できる。ただし、検出されたＩＶＣのサイズの測定に高分解能が必要な場合、必要なＦＦＴの長さによっては計算時間が非常に長くなる可能性があるため、サンプル取得の合間に周波数を決定することに適していない。代わりに、ズームＦＦＴなどの従来のＦＦＴのバリエーションを使用することができる。この手法により、スペクトルの特定の部分に焦点を合わせて分析することができるため、検出された周波数の分解能を損なうことなく、ＦＦＴの長さ、ひいてはその計算時間をも短縮することができる。

上記の方法のいずれかを使用して最適な送信周波数を決定することは、ＲＣ－ＷＶＭセンサーの効率的な励起を提供する上で重要である。アンテナ１６を介して送信できるＲＦ電力の量は、周波数スペクトルの効率的な使用を確実にすることを目的とする適用可能な制限によって課せられる制限の対象となる。意図的なＲＦ放射のレベルを最小限に抑えるための追加の手段として、ＲＣ－ＷＶＭセンサー領域とセンサー応答信号の強度の間の依存性を考慮することができる。前に述べたように、センサー面積が大きいほど、通常、アンテナ１６とＲＣ－ＷＶＭセンサーとの間の相互インダクタンス（ひいては磁場結合）が大きくなる。これを考慮して、信号生成モジュール２０ａは、出力ＲＦ電力が出力周波数の関数として調整されるように制御することができる。特に、センサーの検出された共振周波数が予想されるセンサー帯域幅の上限にあるときに最大電力が送信され、従って、最小のセンサー領域には弱い応答が対応する。したがって、出力電力は周波数が低下するにつれて単調に減少し、適用される無線規制への準拠が容易になる。

別の実装では、一定の信号振幅を達成するため（自動利得制御アプリケーションと同様に）、ＲＣ－ＷＶＭセンサーの応答信号の振幅が監視され、送信機の出力が動的に調整される。前の段落で説明したように、この方法では、放出されるＲＦ電力をより厳密に制御することができる。さらに、この方法は、受信信号の振幅が受信機ステージの飽和を引き起こさないことを保証する手段を提供する。そうしないと、センサーの基本コンポーネントを決定するために後で適用される信号処理アルゴリズムの不正確さにつながる可能性が生じる。

図３Ａ、３Ｂおよび３Ｃは、それぞれ、インビボ試験からの信号の例であって、生のリングバック信号、共振周波数の検出、および参照特性曲線を使用したＩＶＣ寸法への変換をそれぞれ示している。図３Ａは、時間領域における生のリングバック信号を示しており、ＲＣ－ＷＶＭインプラントの共振応答は時間とともに減衰している。ＩＶＣ形状の変化によるインプラント形状の変調は、共振周波数の変化をもたらす。これは、２つの異なるプロットされたトレース間の差として確認することができる。図３Ｂは、図３Ａからの、周波数領域に変換され、時間の経過とともにプロットされた、ＲＣ－ＷＶＭインプラント信号を示す。図３Ａからの共振周波数が（たとえば、高速フーリエ変換を使用するなどして）決定され、時間の経過とともにプロットされる。信号の大きくて遅い変調（つまり、３つの広いピーク）は、呼吸によって誘発されるＩＶＣの壁の動きを示し、この信号に重ねられた速くて小さい変調は、心拍の周期に応じたＩＶＣの壁の動きを示す。図３Ｃは、図３Ａにプロットされた周波数変調を、センサー領域対時間のプロットに変換したものを示す。（この場合の変換は、標準的なラボ/試験手順に従ってサンプル直径のルーメンの範囲でベンチ試験を行って決定された、特性曲線に基づくものである。）したがって、図３Ｃは、呼吸および心拍の周期に応答したモニタリング位置でのＩＶＣ寸法の変化を示している。

通常の技術者によって理解されるように、図３Ａ－Ｃに示されるような複雑な信号の正確で信頼できる解釈には、ＲＣ－ＷＶＭからの励起信号とリングバック信号の両方に関して、良好な信号の忠実度と信頼性とが必要とされる。そのため、本明細書に開示される実施の形態は、可能な限り最良の信号の忠実度および信頼性を保証することを助けるための潜在的な課題に対する解決策を提供するものである。

信号の忠実度が損なわれる可能性がある１つの方法は、制御システム内の欠陥のあるハードウェアが不正確な読み取りにつながる場合である。したがって、システムによって生成されたデータの正確性を検証するための機構が必要になる。１つの実施の形態としては、データ精度は、受信機増幅器モジュール２０ｂを利用することによって信号生成モジュール２０ａによって生成された既知の周波数信号を読み取り、システムの出力が既知の入力と一致することを確認することによって検証することができる。したがって、１つの実施の形態では、既知の固定周波数および振幅信号部分が、キャプチャされた信号内に含まれていることによって、オフラインでの生データファイルの検証が可能になる。通信およびデータ取得サブモジュール２２と組み合わせた受信機増幅器２０ｂは、送信サイクルが始まるとすぐに、生成された信号の捕捉を開始する。送信信号は振幅が大きく、そのため、受信機チャネルに到達する送信／受信（Ｔ ／ Ｒ）スイッチ９２を介して小さな漏れ信号を生成する。後者は非常に大きなゲインを持っているので、受信機の出力の共振信号を検出して処理し、その周波数を決定することができる。なお、当該周波数は、送信機がそのような周波数を生成するようにプログラムされているものであって、予めに知られている。別の代替案では、送信／受信スイッチ９２が送信から受信に切り替わるときに送信側から受信側に既知の励起信号を短時間漏出させることにより、既知または固定の周波数信号部分をセンサーによって捕捉される生データに含めることができる。

このようにして、受信機増幅器モジュール２０ｂが受信信号を捕捉し始めるとき、信号の第１の部分は既知の周波数部分である。簡単な信号漏れは、図４Ａおよび図４Ｂを比較することによって示されている。図４Ａは、Ｔ／Ｒスイッチ９２を介した信号漏れが無い、典型的な動作において送信側からの信号によってＲＣ－ＷＶＭセンサーがエネルギーを与えられた後に制御システムによって受信され得るリングバック信号を示す。図４Ａの信号は、ＲＣ－ＷＶＭコイルが最初にエネルギーを与えられたときに左側で最大振幅で始まり、エネルギーが消費されるにつれて時間とともに減衰していく。なお、この例では、リングバック信号は時間１４μｓで開始する。これは、送信信号がセンサーに送信されて通電するための時間遅延を表す。（励起信号は、時間０から開始して配信され、これは図４Ａには示されていないが、図４Ｂに示されている。）図４Ｂの信号は、上記の実施形態のように、スイッチを介した漏れが許容される場合の受信信号を示している。信号の漏れ部分（ＬＳ）は、センサーがオンになるのを待つ遅延がないため、ほぼ時間ゼロで始まる。次に、漏れ信号（ＬＳ）をセンサーのリングバック信号が予想される前の時間に制限することにより、漏れ信号はセンサーからの読み取りには干渉せずに、同時に、制御システムの出力に対してチェックできる既知の周波数検証信号を提供する。

一実施形態では、既知の周波数のハードウェア検証信号として漏れ信号を提供するプロセスは、以下を含み得る。
１．ＲＦ送信機が、アンテナを介して既知のパルスを出力し、センサーに電力を供給する。
２．送信/受信スイッチは、送信側から受信側への信号漏洩を可能にするように構成される。送信機がアクティブな間、受信機の電子機器は受信データの補足を開始する。
３．送信/受信スイッチは、アンテナ接続を受信機の電子機器に完全に変更して、センサーのＲＦ応答を検出する。
４．受信機の電子機器は、ＡＤＣを介してセンサー信号を捕捉し続ける。
５．捕捉されたＡＤＣデータはマイクロコントローラに保存され、長期保存のためにラップトップに送信される。ここで、データには、データパケット内の送信/受信サイクルの送信部分が含まれる。データパケットには、ＲＦ送信機にプログラムされた周波数も含まれる。
６．次に、データ信号データの送信部分の周波数と振幅とを、プログラムされた周波数と予想される振幅の予め定義されたしきい値と、比較することによりデータを検証することができる。

本明細書に記載のタイプのシステムに対して生じる可能性がある別の問題は、バックグラウンドノイズからの干渉である。過度の電磁ノイズまたは近くのデバイスからの外部電磁干渉により、システムがセンサー信号に関係のない読み取り値を検出する可能性がある。通常の動作中、システムは、送信サイクル中にセンサーに配信される励起信号に応答して、センサーによって誘発された信号を検出しようと試みる。十分に強い外部信号がシステムに結合してセンサー信号をマスクし、誤った測定を引き起こす可能性がある。

この問題は、測定の開始前に電磁バックグラウンドノイズを評価するメカニズムを提供するという、本開示に従って解決することができる。１つの実施の形態では、システムは通常モードで動作し、すなわち、送信モードが作動し、予想されるセンサー帯域幅／励起周波数から十分に離れた既知の試験周波数が送信される。これによって、センサーは通電されないため、リングバック信号応答を発生しない。次に、制御システムは通常の操作と同様に受信機モードに切り替わり、受信信号が記録される。センサーからの応答がないため（「デチューンされた」送信周波数のため）、受信信号は完全にバックグラウンドの電磁ノイズで構成される。そして、検出されたバックグラウンドノイズに基づいて、信号処理における適切な補正または調整を採用することができる。１つのオプションとして、制御システムがバックグラウンドノイズ信号の最大成分のパワーを評価する。このプロセスは予めに定義された回数だけ繰り返され、より一貫性のある測定を実現するために平均値が取得される。そして、計算された信号レベルは、バックグラウンドノイズとして定義されます。

上記のようなバックグラウンドノイズ評価プロセスは、センサー信号の記録を開始する前だけには限定されない。他の実施の形態としては、上記に説明したバックグラウンドノイズの評価は、患者の移動などによる断続的なノイズ源または増加するノイズ結合に関連するリスクを軽減するために、センサー信号取得プロセスの異なる段階または複数のポイントで行うこともできる。

バックグラウンドノイズの評価に続いて、センサー信号が周波数掃引によって識別される。センサー応答信号が検出されると、その振幅が評価され、結果の値が以前に測定されたバックグラウンドノイズ振幅と比較され、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が効率的に計算される。ＳＮＲのための、最小しきい値レベルが設定される。この制限を下回るＳＮＲは、外部干渉が、信頼できる測定を妨げる程度に十分高いことを示している。これにより、ユーザーに場所を変更させたり、潜在的な干渉源を取り除いたりすることによって、システムの使用を続行するように警告することができる。

ＲＣ－ＷＶＭセンサーの生の信号出力を、血管サイズおよびサイズ変化に関する生理学的に関連する読み取り値に変換するための特性評価曲線の使用について、図３Ａおよび３Ｃを参照しながら上記で説明した。一般に、医療提供者に有用な生理学的に関連する読み取り値を提供するための生のセンサー信号の特性評価は、当技術分野で理解されている。ただし、ここで説明するＲＣ－ＷＶＭセンサーは、その特性インダクタンスが設計によって意図的に変化するため、固有の特性評価の問題を引き起こす可能性がある。さらに、共振回路を定義するインダクタンスと静電容量の特性は、センサーの製造上のばらつきにより異なる。ＲＣ－ＷＶＭセンサーの特性評価におけるこれらの課題に対処するために、多くの新しい異なるアプローチを利用することができる。

１つの実施の形態では、図５に示されるようなセンサー特性曲線は、ＲＣ－ＷＶＭセンサーを、既知の領域の一連の徐々に大きくなるチューブに順次通し、対応する周波数を記録することによって作成される。次に、いくつかの方法を使用して、これらの面積周波数測定から一意の曲線を生成することができる。例えば、適合と生データとの間の誤差を最小化することによって、曲線を生データに適合させるという曲線適合法を採用することができる。曲線適合は、多くの異なる適合タイプを使用することによって実行することができる。適合のタイプとしては、次の関数に基づく指数関数への適合および対数関数への適合が含まれるが、これらに限定されない。
（数式１）

別の例としては、記録された面積周波数データ間を補間することによって曲線が作成されるような補間を利用することができる。次のような線形補間関数などを含む、いくつかの補間方法を利用することができる。
（数式２）

選択された曲線タイプに加えて、特性曲線は、個々のセンサー固有の面積周波数データから、またはセンサーのバッチからの平均面積周波数データからも生成され得る。

通常、各ＲＣ－ＷＶＭセンサーの特性曲線は、センサーの製造中においてクリーンルームで決定される。しかしながら、これらの曲線は、製造および滅菌プロセス後にわずかに変化する可能性がある。臨床使用のためのセンサーは滅菌後に再特性化ができないため、センサー/バッチ固有の製造曲線は滅菌前にのみ作成できる。あるいは、参照として使用される予定の臨床センサーと同様の方法で製造および滅菌されることによって、滅菌後に臨床使用されない独立したセンサーから参照特性曲線を生成することも可能である。

さらなる別の実施の形態として、より高い特性化の精度は、以下のようにして達成され得る。まず、製造時に、センサーごとに、面積と周波数のデータの対応関係が決定される。特性曲線は、このセンサーまたはバッチ固有の面積周波数データから、上述したように、滅菌の前後におけるカーブフィッティングまたは補間によって作成される。次に、センサーの測定が行われ、前の手順で作成された特性曲線を使用することによって、結果としてＩＶＣ寸法に変換される。したがって、製造のばらつきから生じる測定誤差は、センサーまたはバッチ固有の特性曲線を使用することによって最小限に抑えられます。予めに決定された特性曲線を使用することによって、より広い寸法範囲にわたってより正確な測定が可能になり、他の固有の精度の問題が提起されている血管内超音波（ＩＶＵＳ）などのイメージングモダリティに対するin vivoでのキャリブレーションの必要性を抑制できる。

本明細書に開示される実施の形態のさらなる特徴、利点および制限を、番号付きのサブパラグラフとして以下に列挙する。
１．共振回路ベースのセンサーから受信したセンサー信号を検証するための方法およびシステムにおいては、センサーから受信した生データの検証を可能にするために、センサーから捕捉された出力信号内に既知の固定周波数および振幅部分信号を含むものである。なお、前記検証は、選択的に、オフラインで実行することができる。
２．共振回路センサーに通電するための最適な送信周波数を決定するための方法およびシステムは、予想されるセンサー周波数の範囲にわたってセンサーに通電するための複数の予め定義された送信パルスを出力すること、最適な励起周波数に対応するものとして受信された最大振幅センサー信号を決定すること、そして、信号測定の持続時間の間、決定された最適な送信周波数でセンサーにエネルギーを与えること、を備える。ここで、持続時間は、選択的に、約６０秒であり得る。
３．センサーの出力信号に寸法を相関させるための特徴評価のための方法およびシステムは、センサーの製造中にセンサーの寸法対周波数データを決定することと、対応する１つまたは複数のセンサーの滅菌前または滅菌後のカーブフィッティングまたは補間により、センサーまたはバッチに固有の寸法周波数データの特性曲線を作成することと、センサーで測定することと、作成された特性曲線を使用してセンサーの結果を目的の寸法に変換することと、センサーまたはバッチに固有の特性曲線を使用して、製造のばらつきから生じる寸法測定誤差を最小限に抑えること、を備える。ここで、選択的に、予めに決定された特性曲線を使用することにより、広範囲の寸法にわたって正確な測定が可能になる。
４．センサーシステムの電磁バックグラウンドノイズを評価するための方法およびシステムは、例えば、送信機が作動している状態で感知システムを通常モードで動作させ、試験周波数を送信することを備える。なお、当該試験周波数は、センサーに電力を供給したり、センサーの応答を引き出したりしないように、予想されるセンサー帯域幅から十分に離れている。センサーを受信機モードに切り替え、受信信号を感知システムで記録することをさらに備える。なお、受信信号はバックグラウンド電磁ノイズで構成される。このバックグラウンドノイズ信号の最大成分のパワーを評価することと、選択的に、プロセスを予め定義された回数繰り返して平均値を取得することと、計算された信号レベルをバックグラウンドノイズとして定義することとをさらに備える。

上記は、本発明の例示的な実施の形態の詳細な説明である。なお、本明細書および本明細書に添付される特許請求の範囲では、特に明記しない限り、「Ｘ、ＹおよびＺの少なくとも１つ」および「Ｘ、Ｙ、およびＺの１つまたは複数」という句で使用されるような接続詞は、接続詞リストの各項目が、リスト内の他の項目を除く任意の数、または接続詞リスト内の他の項目のいずれかまたはすべての項目と組み合わせた任意の数、それらの各々はいかなる数字でもよい、という意味で用いられる。この一般的な規則を適用すると、接続詞リストがＸ、ＹおよびＺで構成される前述の例の接続詞句は、それぞれ次のものを含む。１つ以上のＸ；１つ以上のＹ；１つ以上のＺ；１つ以上のＸと１つ以上のＹ；１つ以上のＹと１つ以上のＺ；１つ以上のＸと１つ以上のＺ；１つ以上のＸと１つ以上のＹと１つ以上のＺである。

本発明の主旨および範囲から逸脱することなく、様々な修正および追加を行うことができる。上記の様々な実施形態のそれぞれの特徴は、関連する新しい実施形態において多数の特徴の組み合わせを提供するために、必要に応じて、ここに記載された他の実施形態の特徴と組み合わせることができる。さらに、前述のものはいくつかの別個の実施形態を説明しているが、本明細書で説明されていることは、本発明の原理の適用の単なる例示である。さらに、本明細書の特定の方法は、特定の順序で実行されるものとして図示および／または説明され得るが、当該順序は、本開示の態様を達成するために通常のスキルの範囲で容易に変更することが可能である。したがって、この説明は、単なる例としてとられることを意味し、その他の本発明の範囲の限定が意味されるものではない。

例示的な実施の形態が、上記に開示され、添付の図面に示されている。本発明の主旨および範囲から逸脱することなく、本明細書に具体的に開示されているものに対して様々な変更、省略および追加を行うことができることが当業者によって理解されるであろう。

Claims (35)

1. 無線の共振回路センサーを制御する方法であって、
   前記センサは、モニターされた物理的パラメーターの変化に応答して共振周波数を変化させ、エネルギーを与えられた時に物理的パラメーターに相関する周波数でリングバック信号を生成する可変インダクタンスコイルを含み、
   予想されるインプラント共振周波数の範囲にわたって、予め定義された周波数の予めに確立された数の送信パルスを含む少なくとも１つの励起周波数掃引を出力することと、
   順次出力される送信パルスの各々についてのリングバック信号を受信することと、
   所定の初期期間に少なくとも１つの初期送信パルスを送信することとを備え、
   前記少なくとも１つの初期送信パルスは、少なくとも１つの周波数掃引から受信された最大振幅のリングバック信号に対応するパルス周波数、または複数の前記励起周波数掃引の１つを含み、
   前記初期期間に送信された少なくとも１つの初期送信パルスに応答した複数の試験リングバック信号を受信することと、
   優先励起パルス周波数に対応する初期リングバック信号を特定することと、
   測定送信パルス周波数として前記優先励起パルス周波数を選択することと、
   後続の測定期間において前記測定送信パルス周波数で測定送信パルスを出力することと、を備える方法。
2. 測定期間中に前記測定送信パルスに応答して前記センサーによって生成された測定リングバック信号を受信することと、
   当該測定リングバック信号を分析して、監視対象の物理パラメータの特性を決定することと、をさらに備える請求項１に記載の方法。
3. 前記初期期間に少なくとも１つの初期送信パルスを送信することは、
   最高振幅のリングバック信号を特定することと、
   前記最高振幅リングバック信号に対応する前記送信パルス周波数を前記初期送信パルス周波数として選択することと、
   前記初期送信パルス周波数で複数の初期パルスを送信することと、を含み、
   複数の初期リングバック信号を受信し、初期リングバック信号を識別することは、
   前記初期期間において前記初期送信パルス周波数でセンサー共振回路を励起することと、
   前記初期期間において前記センサーから前記初期リングバック信号を受信することと、
   前記測定送信パルス周波数として最も高い周波数を有する前記初期リングバック信号を生成する前記初期送信パルス周波数を選択することと、を含む、請求項１または２に記載の方法。
4. 前記初期期間に少なくとも１つの初期送信パルスを送信することは、前記初期期間中に繰り返される励起周波数掃引を出力することを含み、
   初期リングバック信号を特定することは、優先励起パルス周波数として、繰り返される励起周波数掃引によって生成される観測された最も高いリングバック信号周波数を特定することを含む、請求項１または２に記載の方法。
5. 前記所定の初期期間は、少なくとも１つの呼吸サイクルを包含するのに十分に長い時間を含む、請求項１から４のいずれか１項に記載の方法。
6. 対応するリングバック信号の取得中に送信パルスの周波数を動的に調整することをさらに備える、請求項１から６のいずれか１項に記載の方法。
7. 前記動的に調整することは、
   前記対応するリングバック信号の振幅または信号対雑音比の少なくとも１つを監視することと、
   予め定義された閾値を下回るリングバック信号振幅の検出に応答して、新しい測定送信パルス周波数を特定するために新しい励起周波数掃引を出力することと、を含む、請求項６に記載の方法。
8. 測定期間中に測定リングバック信号を受信した後、測定送信パルスごとに新しい測定パルス信号を計算することをさらに備える、請求項２から７のいずれか１項に記載の方法。
9. 送信パルス出力周波数の関数として送信パルス出力電力の調整を行うことをさらに備える、請求項１から８のいずれか１項に記載の方法。
10. 前記調整は、送信パルス周波数が減少するにつれて、送信パルス出力電力を単調に減少させることを含む、請求項９に記載の方法。
11. 前記センサーによって生成されたリングバック信号を監視することと、
    送信パルス出力を動的に調整して、監視対象のリングバック信号に基づいてリングバック信号の振幅を実質的に一定にすることを実現することと、をさらに備える、請求項１から８のいずれか１項に記載の方法。
12. 既知の固定周波数および固定振幅信号を送信することと、
    捕捉されたリングバック信号の一部として前記既知の信号を捕捉することと、
    前記捕捉された既知の信号部分を送信された既知の信号と比較することにより、信号の処理を検証すること、をさらに備える請求項１から１１のいずれか１項に記載の方法。
13. 前記既知の信号の送信および捕捉は、信号の生成と受信の制御システムの送信／受信スイッチを介した信号漏洩を可能にすることを含む、請求項１２に記載の方法。
14. 少なくとも１つの励起周波数掃引を出力する前に電磁バックグラウンドノイズを評価することと、
    計算されたバックグラウンドノイズ信号レベルに基づいて信号処理を調整することと、をさらに備える請求項１から１３のいずれか１項に記載の方法。
15. 前記電磁バックグラウンドノイズを評価することは、
    試験周波数で所定の試験パルスを送信することを含み、
    当該試験周波数は、前記センサにエネルギーを与えないように、予想されるセンサ励起周波数から十分に離れるように選択されるものであって、
    センサーリングバック信号受信機で試験信号を受信することをさらに含み、
    当該受信した試験信号は、前記試験パルスとバックグラウンド電磁ノイズで構成されるものであって、
    受信した試験信号に基づいてバックグラウンド電磁ノイズを定義することと、
    受信した測定リングバック信号の信号処理を変調して、定義されたバックグラウンド電磁ノイズの影響を排除または低減することをさらに含む、請求項１４に記載の方法。
16. 患者に配置する前に、少なくとも１つの前記センサーの物理的パラメーター対周波数データを決定することと、
    カーブフィッティングまたは補間により、前記少なくとも１つのセンサーの特性曲線を作成することと、
    前記センサーで測定することと、
    前記特性曲線を使用して、センサー測定値を物理的パラメーターの値に変換することと、をさらに備える請求項１から１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 前記少なくとも１つのセンサーはセンサーバッチを含み、
    前記周波数データはバッチ固有のパラメーター－周波数対応データを含む、請求項１６に記載の方法。
18. センサーまたはセンサーバッチに固有の特性曲線を使用することにより、センサーの製造のばらつきから生じる物理パラメーター測定誤差を最小限に抑えることをさらに備える、請求項１６または１７に記載の方法。
19. 前記共振回路センサーは、患者の血管系に配置されるように構成されており、
    前記物理的パラメーターは、血管の寸法である、請求項１から１８のいずれか１項に記載の方法。
20. 前記センサーは、大静脈に配置されるように特別に構成されており、
    血管の寸法は、大静脈の面積または直径である、請求項１９に記載の方法。
21. 大静脈の測定された面積または直径を患者の体液状態に相関させることをさらに備える、請求項２０に記載のシステム。
22. 無線共振回路センサーの制御システムであって、
    前記センサは、監視対象の物理的パラメーターの変化に応答して共振周波数を変化させ、エネルギーが与えられた時に前記物理的パラメーターに相関する周波数のリングバック信号を生成する可変インダクタンスコイルを含み、
    アンテナへの信号送信およびアンテナからの信号受信を制御するように構成された送信／受信スイッチと、
    励起信号を生成するように構成される信号生成モジュールとを備え、
    前記送信受信スイッチが前記アンテナへの当該生成された信号の送信を制御し、
    アンテナによって受信されたり、プログラム命令を実行するように構成されたプロセッサと通信する送信/受信スイッチによって通信されたりするリングバック信号を受信および処理するように構成された受信機－増幅器モジュールとを備え、
    予想されるインプラントの共振周波数の範囲にわたって、予め定義された周波数において、予め確立された個数の送信パルスを含む少なくとも１つの励起周波数掃引を出力し、
    順次出力される送信パルスのそれぞれについて、リングバック信号を受信し、
    所定の初期期間に少なくとも１つの初期送信パルスを送信し、
    前記少なくとも１つの初期送信パルスは、少なくとも１つの周波数掃引から受信された最大振幅のリングバック信号に対応するパルス周波数、または、複数の前記励起周波数掃引を含み、
    前記初期期間にわたって送信された少なくとも１つの初期送信パルスに応答した複数の試験リングバック信号を受信し、
    優先励起パルス周波数に対応する初期リングバック信号を特定し、
    測定送信パルス周波数として優先励起パルス周波数を選択し、
    続く測定期間の間、前記測定送信パルス周波数で測定送信パルスを出力することを特徴とするシステム。
23. さらなる特徴として、
    前記測定期間中に前記測定送信パルスに応答して前記センサーによって生成された測定リングバック信号を受信し、
    前記測定リングバック信号を分析して、監視対象である物理パラメータの特性を決定するように構成される、請求項２２に記載のシステム。
24. さらなる特徴として、
    最大振幅を有する少なくとも１つの周波数掃引から前記リングバック信号を識別して、前記初期送信パルス周波数として最大振幅のリングバック信号に対応する前記送信パルス周波数を選択し、
    前記初期期間において、前記初期送信パルス周波数で励起信号を送信し、
    前記初期期間中に前記センサーから前記初期リングバック信号を受信し、
    前記測定送信パルス周波数として、最も高い周波数の前記初期リングバック信号を生成する前記初期送信パルス周波数を選択するように構成される、請求項２２または２３に記載のシステム。
25. さらなる特徴として、
    前記初期期間中に繰り返される励起周波数掃引を出力することによって、前記初期期間中に少なくとも１つの初期送信パルスを送信し、
    前記優先励起パルス周波数として、前記繰り返される励起周波数掃引によって生成される観測された最も高いリングバック信号周波数を特定することによって、初期リングバック信号を特定するように構成される、請求項２２または２３に記載のシステム。
26. さらなる特徴として、
    対応するリングバック信号の振幅または信号対雑音比の少なくとも１つを監視して、予め定義されたしきい値を下回るリングバック信号の振幅の検知に対応して、新しい励起周波数掃引を出力することによって、新しい測定送信パルス周波数を特定することによって、対応するリングバック信号の取得中に送信パルスの周波数を動的に調整する、ように構成される、請求項２２から２５のいずれか１項に記載のシステム。
27. さらなる特徴として、
    送信パルス周波数が減少するにつれて送信パルス出力電力を単調に減少させることによって、送信パルス出力周波数の関数として前記送信パルス出力電力を調整するように構成される、請求項２２から２６のいずれか１項に記載のシステム。
28. さらなる特徴として、
    前記センサーによって生成されたリングバック信号を監視し、送信パルス出力を動的に調整して、監視対象のリングバック信号に基づいて実質的に一定のリングバック信号振幅を実現するように構成される、請求項２２から２７のいずれか１項に記載のシステム。
29. センサー出力を測定された物理的パラメーターに相関させるための、共振回路センサーの特性評価のため方法であって、
    前記センサーは、エネルギーを与えられた時に、物理的パラメータに相関する周波数で、リングバック信号を生成することによって、物理的パラメーターの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含み、
    患者の体内に配置する前に、少なくとも１つの前記センサーのパラメータ値および周波数の範囲にわたって物理的パラメータ値と周波数のデータとの対応関係を決定することと、
    カーブフィッティングまたは補間技術を使用して、前記データでカーブをプロットすることによって、前記少なくとも１つのセンサーの特性曲線を作成することと、を備える方法。
30. 前記物理的パラメータは、内腔の直径または面積を含む血管内腔の内部寸法であり、
    前記センサーは、血管内腔内に移植可能であり、そこで拡張および収縮可能であり、
    前記決定することは、センサーを既知の寸法の一連の漸進的に大きくなる管または小さくなる管に順次配置することと、それぞれの異なるサイズのチューブ内で通電されたときに対応するリングバック信号周波数を記録することと、を含む、請求項２９に記載の方法。
31. 製造中に、センサーバッチ内の各センサーの血管寸法と周波数データのセットを決定することと、
    前記センサーの滅菌前に、カーブフィッティングまたは補間によってセンサーバッチの寸法－周波数のデータから特性曲線を作成することと、をさらに備える、請求項３０に記載の方法。
32. 前記センサーのバッチを製造および滅菌することと、
    滅菌されたセンサーのバッチからセンサーのグループを選択することと、
    選択したセンサーのグループを、臨床使用しないセンサーとして指定することと、
    臨床使用しないと指定されているセンサーのグループに対してのみ、前記決定するステップを実施することと、
    臨床使用しないと指定されたセンサーのグループで生成された寸法対周波数のデータに基づいて、滅菌されたセンサーのバッチの特性曲線を生成することと、をさらに備える、請求項３０に記載の方法。
33. 共振回路センサーで測定を行うために、励起信号を出力する前に、電磁バックグラウンドノイズを評価する方法であって、
    前記センサーは、エネルギーを与えられた時に物理的パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成することによって、前記物理的パラメーターの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含み、
    試験周波数で所定の試験パルスを送信することを備え、
    前記試験周波数は、予想されるセンサー励起周波数から十分に離れて、センサーにエネルギーを与えないように選択されるものであって、
    センサーリングバック信号受信機で試験信号を受信することをさらに備え、
    当該受信した試験信号は、前記試験パルスとバックグラウンド電磁ノイズで構成されており、
    当該受信した試験信号に基づいて、既知の試験パルスとは異なる信号成分として、バックグラウンド電磁ノイズを定義することと、
    当該受信した測定リングバック信号の信号処理を変調して、当該定義されたバックグラウンド電磁ノイズの影響を排除または低減することと、を備える方法。
34. 共振回路センサー内のセンサー信号を検証するための方法であって、
    前記センサーは、エネルギーを与えられた時に物理的パラメータに相関する周波数でリングバック信号を生成することによって、前記物理的パラメータの変化に応答して共振周波数を変化させる可変インダクタンスコイルを含み、
    既知の固定周波数および固定振幅信号を送信することと、
    前記既知の信号を、前記センサによって生成されたリングバック信号を含む捕捉された信号の一部として捕捉することと、
    当該捕捉された既知の信号部分を送信された既知の信号と比較することと、
    当該捕捉された既知の信号部分が、所定の範囲内で、当該送信された既知の信号と一致するときに、センサのリングバック信号を有効と判断することと、を備える方法。
35. 前記既知の信号の送信および捕捉は、信号の生成および受信の制御システムの送信／受信スイッチを介した信号漏洩を可能にすることを含む、請求項３４に記載の方法。

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